第三节　放射治疗技术

放射治疗是肿瘤的一种局部治疗模式，其根本目标是在保护正常组织、尤其是危及器官的前提下，给予靶区尽可能高的剂量，以便最大限度地杀死癌细胞、治愈肿瘤。 从物理技术的角度看，实现这一根本目标的途径就是使高剂量分布尽可能地适合靶区的形状，并且靶区边缘的剂量尽可能地快速下降。 在放射治疗学发展的大约110 年的历程，每一次的技术进步都是在实现根本目标的途径中向前迈进一步。 目前在临床上运用的外照射技术有传统放疗技术（2D）、适形放疗技术（3D CRT）、调强放疗技术（IMRT）、立体定向放射治疗和图像引导放疗技术（IGRT）。

一、X（γ）射线常规放疗

常规放疗（俗称普放），是指放射治疗医师依据经验或者利用简单的定位设备（如X 线模拟机）及有限的CT 影像资料在患者体表直接标记出照射区域或等中心，人工计算照射剂量，进行放射治疗。 其治疗方法简单易行但位置精度和剂量精度较低，患者副反应相对较大。

（一）单野照射

单野照射的情况下，因剂量建成区内剂量变化梯度较大，剂量不易准确测量，靶区应放到最大剂量点深度之后，同时由于剂量随深度增加呈指数递减，靶区范围较大时，靶区内剂量分布很不均匀。 因此除外靶区范围很小（如治疗颈部、锁骨上淋巴引流区）或部分姑息治疗时可使用单野照射外，临床上不主张单野治疗。 用单野照射时，如果病变深度较浅，X 线能量较高时，应使用组织替代物放在射野入射端的皮肤上，将dmax 深度提到病变之前。

（二）对穿野照射

对中心位置病变，可采取两野对穿照射。 对穿野照射的特点是：当两野剂量配比相等时，可在体位中心得到左、右、上、下对称的剂量分布。 尽管剂量分布以靶区中心为对称，但由于射野侧向的剂量贡献相对较小，靶区内沿射野轴向的剂量分布要比横向的好，因此，要将射野适当扩大才能满足靶区剂量均匀性的要求。

另外，靶区剂量与靶区外正常组织剂量之比即治疗增益比，亦随射线能量和射野间距变化。射野间距越小，射线能量越高，治疗增益比越大。 要使靶区剂量比两侧正常组织剂量高，拉开肿瘤剂量和正常组织剂量范围，得到大于1 的剂量增益比，一般应使每野在体位中心处的深度剂量PDD⅟2间距≥75%。

当靶区所在部位有组织缺损而又必须用对穿野照射时，如乳腺癌的切线照射、喉癌的对穿野照射等，必须加楔形板。 两野对穿既可以采用固定源皮距技术，也可以采用等中心技术。 使用时还应注意能量的选择与搭配。

（三）两野交角照射与楔形野

对偏体位一侧病变，例如上颌窦等，两平野交角照射时，因几何关系，在病变区形成内野型剂量分布，剂量不均匀。 用适当角度的楔形滤过板，可使靶区剂量均匀。 两射野中心轴的交角θ与楔形角α 的关系为：α=90°-θ/2

根据临床要求，适当增减楔形角的大小，可分别在射野远、近端得到偏高的剂量。

（四）三野照射

当能得到的射线能量不能满足对实际患者使用两野对穿照射的射野间距的要求时，应该设立第三野，形成三野照射。 建立第三野之后虽然提高了靶区剂量，但由于单野（第三野）剂量分布的不均匀性，与对穿野照射致成的对称性剂量分布叠加，在靶区内形成不均匀的剂量分布。因此，必须调整对穿野均匀对称的剂量分布变成不对称的分布，即从第三野的方向看，造成一个随组织深度增加而深度剂量增加的剂量分布，然后与第三野的实际剂量分布合成，形成均匀的靶区剂量。 楔形滤过板可以实现这种要求。 理论计算和实验证明，当使用的楔形板的楔形角α和各野剂量配比满足一定条件时，也能实现靶区内的剂量均匀。

（五）三野交角照射

对食管肿瘤，靶区位于两侧肺之间，后面有脊髓，都是需要保护的重要器官，为了避免两侧肺的过多照射和减低脊髓受量，常采取三野交角照射。 两后野因交角形成内野形剂量分布，与前野构成一个相对野，故在靶区形成均匀剂量分布。 此时两后野的使用，类似于两楔形对穿野，只是利用射野的几何因素代替了楔形滤过板。

（六）箱式（Box 野）照射

四野正交照射又称箱式照射，保留了两野对穿照射形成的均匀对称的剂量分布的特点，由于采用了四野，每对对穿野的侧向剂量得到补偿使得靶区内剂量分布较为均匀。 对于腹部和盆腔肿瘤常可以采用两组正交对穿射野来获取较为均匀的靶区剂量分布，实际使用过程中可通过调整射野权重来调节周围危及器官的受照剂量。

（七）相邻野设计

射野相邻在外照射中较为常见，如处理不好相邻射野的衔接问题，会发生射野相接后超剂量或欠剂量，造成严重放射并发症或肿瘤的局部复发。 目前有多种方法能够使得射野交接处得到均匀的剂量分布。 浅部肿瘤治疗时，射野通常在皮肤表面相接，这时应注意深部组织的过剂量照射问题，特别要注意敏感器官（如脊髓）不要超过其耐受剂量。 深部肿瘤治疗时，如胸、腹和盆腔部位的肿瘤，射野通常在皮肤表面分开，此时应注意剂量冷点移到近皮肤表面没有肿瘤的地方。

1.根据两邻接野的长度L1 和L2，两野在皮肤表面的间隔S 可由如下公式得出：

式中L1 和L2 为射野长度，D1 和D2 为计算的深度，SSD 为源皮距。

2.半野挡块、独立准直器及旋转床角，通过上述方法可以克服射野边缘射线束的发散问题。

（八）非对称野技术

射野中心轴偏离线束中心轴的射野称为不对称射野。 上述由独立准直器构成的半野就是不对称射野的一种，它们在非共面射野邻接中起着极重要的作用。 随着对独立准直器功能的深入了解，由它构成的不对称射野的应用范围越来越宽。

（九）旋转照射

旋转照射是用单野以靶区中心为旋转轴绕患者旋转一定范围。 有多种方法用于旋转照射的剂量计算，最为常用的是沿旋转方向，将整个旋转按5°或10°分解成多个固定野交角照射。 旋转治疗能够提供较多野交叉照射更好的剂量分布：皮肤剂量较小；高剂量区近圆柱形或椭圆形；靶区外剂量下降较快。

（十）曲面校正与非均匀组织校正

临床剂量学计算和测量在不作修正时都是假定人体为均匀体模或标准水箱，实际人体表面有不规则曲面，体内则有不同密度的各种组织。 因此，在临床剂量计算时常需要进行人体曲面和非均匀组织校正。 常用人体曲面修正方法有：组织空气比法、有效源皮距法和等剂量曲线移动法；常用非均匀组织修正方法有：组织空气比法、有效衰减系数法、等剂量曲线移动法和组织空气比的指数校正法。

二、电子束常规放疗

（一）能量和射野的选择

因电子束随能量不同有确定的有效治疗深度和射程，即有显著的深度剂量跌落现象，所以根据肿瘤深度和大小选择能量至关重要。 临床上要求肿瘤的后沿及周边被90%的等剂量面所包围，仅对肿瘤后沿紧贴正常关键器官（如乳腺癌术后胸壁放疗后沿贴肺的情况）时才限制后沿剂量至80%或更小。

当深度d 用cm 表示，电子束能量Ee 用MeV 表示时，90%的剂量深度d90 所对应的电子束能量Ee 如下表示：Ee=3（d90+1）；80%的剂量深度d80 所对应的电子束能量为：Ee=3d80。 临床上可根据肿瘤后沿的深度利用上式选择电子束能量。

电子束治疗选择射野大小时，应根据电子束高值等剂量线随深度内缩的特点（小野时更显著），使表面处的照射野适当外放0.5～1.0cm，确保指定的等剂量面（如90%）完全包围靶区。

（二）非均匀组织校正

组织不均匀性是指在某种组织（骨、肺、气腔等）中，电子束的穿透和散射与在水中不同，临床上常用等效厚度系数CET 法进行修正，即水的厚度与产生相同的电子束能量转换的某种非均质组织的厚度比。 其值为非均质组织与水的总阻止本领之比。 人体骨组织的CET 值范围在1.1（疏松骨）到1.65（致密骨）之间。 肺组织的CET 随电子束能量的增加而增加，而随穿透肺组织的厚度的增加而减小，平均值约为0.5。

非均匀组织的CET 修正法，即是体内某一深度d 处的剂量，应为该点的等效深度Deff 经平方反比定律修正后的剂量，Deff 的计算公式：Deff=d-h×（1-CET），式中h 为电子束穿透不均质组织的厚度。

（三）电子束的补偿技术

电子束的补偿技术主要用于：

1.体表射野中不规则外轮廓的组织补偿。

2.减少电子束的治疗深度（如电子束全身皮肤照射）。

3.提高皮肤剂量。

使用低能射线（6～12MeV）治疗表浅部位病变时，应考虑使用填充物，并应计算包括填充物厚度及直达靶区最深部的整个深度。 能量＞12MeV 时，不必使用填充物。

（四）射野衔接

邻野间选择适当的间隙很重要，间隙随射野大小、源皮距和射线特性而变化。 相邻野表面邻接成均匀剂量意味着深部会有热点形成，若使深部邻接成均匀剂量，则表面会出现低剂量区。

（五）挡铅

临床电子束的遮挡宜使用高密度的材料，如铅或低熔点铅合金。 10mm 厚的铅仅能透过18MeV 电子束剂量的5%。 7MeV 能量水平的电子束遮挡需要2.3mm 厚的铅。

三、三维适形放疗

三维适形放疗（three dimensional conformal radiation therapy，3D-CRT）相对于传统常规放疗是一次变革，它采用了最新的影像技术进行患者定位，同时利用计算机技术完成治疗计划的设计与评估。 三维适形放疗实现了射野形状与肿瘤外轮廓的一致。 治疗计划系统（treatment planning system，TPS）是三维适形放疗的核心，通过计算机和TPS 软件可以重建患者的三维信息，医生和物理师在“三维假体”（virtual patient）上完成靶区和正常组织的勾画，利用射野方向观（Beam’s Eye View，BEV）功能从三维方向进行照射野设计，并实现三维的剂量计算，最终利用剂量体积直方图（dose-volume histograms，DVHs）进行计划评估。

三维放疗计划过程与二维放疗计划过程的最大区别在于强调体积的概念。 治疗靶区以三维的方式来确定，患者数据的获取也是以体积的信息而不是以平面的形式。 射束入射方向以及治疗野的设置是根据对三维靶区照射进行的。 计算剂量的算法考虑到射束在各个方向的发散，同时对各个方向的非均匀进行修正，最后以三维的方式分析并评估治疗计划，以体积形式而不是只在横截面上观测剂量分布。

（一）定位技术

3D-CRT 患者资料获取不同于传统放疗。 因为3D-CRT 需要的是立体化的患者数据，要求CT 横截面影像有足够的分辨率，以便能以三维方式精确地显示出患者的解剖结构。 一般来说，横截面CT 图像的层距为3 到10mm。 为了使患者模型能考虑到照射野以外散射的影响以及非共面射野，CT 扫描范围除了照射区域外还要超出一定的范围（一般应≥5cm）。

3D-CRT 患者资料主要是通过CT 模拟定位机（CT-Sim）获取，但也不只限于CT 信息，也可能包含其他类型的数据，如：MR、PET-CT 等以便更准确地确定肿瘤和危及器官的位置。

3D-CRT 强调的是体积的概念，因此要求在各个CT 层面勾画外轮廓、靶区、正常组织等患者信息。 这是为了设计照射野时避开不应照射的重要结构，也是为了能够分别计算重要器官与靶区的剂量体积数据。

（二）治疗计划设计与评估

射束设置与射野方向观：在射束设置上，三维计划与二维计划之间有显著区别。 三维治疗计划系统提供了非常方便的虚拟模拟工具使计划者可以方便地观察三维空间中患者靶区和危及器官与治疗机的相对关系，进而调整准直器、机架、治疗床以及治疗等中心。

三维与二维治疗计划之间在建立射束入射参数上的一个重要区别就是使用了BEV。 BEV具备有两个基本功能：

1.为医生和计划设计者提供有关肿瘤和重要器官的影像信息（如BEV 片，正侧位X 线片），便于直观地模拟实际治疗的状况。

2.用于治疗方案的射野位置验证。 BEV 是通过选定射束方向，并把确定患者轮廓、靶区和正常解剖结构的点的坐标投射到射束定义的坐标系统中来产生的。 在三维计划中，对于选定的射束几何条件的BEV 是基本观察工具，因为BEV 允许计划者调整射束方向，以便在照射靶区的同时尽量避开正常组织，使其受照范围和剂量减到最小。

数字重建X 线片（digitally reconstructed radiographs，DRRs）：DRR 是3D-CRT 中观测射束和患者治疗部位空间位置关系的有用的工具。 DRR 通过如下方式计算：在某一规定的图像接收距离，把射线从放射源投影到一个垂直于射束中心轴的影像平面（通常为等中心平面），通过三维CT 矩阵投射到这个影像平面上的X 线被计算并显示为DRR。 在3D-CRT 中用DRR 代替传统的模拟影像有如下优点：DRR 能描绘射束几何学；可将不同组织的解剖结构通过BEV 显示叠加到DRR 上。

（三）多叶准直器以及射野挡块

多叶准直器（multileaf collimators，MLC）最初的设计主要是代替常规射野挡块。 使用常规射野挡块有许多缺点：制作费时费力；在熔铅和挡块加工过程中产生的蒸发气体和铅粉不利于工作人员的健康；射野挡块较重，治疗摆位效率低且操作不方便。 使用MLC 则解决了这些问题，并且还有另外的优点：①采用计算机后，旋转照射过程中，可用MLC 调节射野形状跟随靶区（PTV）的投影旋转适形；②在照射过程中，利用计算机控制的叶片运动，实现静态和动态的MLC 的调强。

目前，安装在加速器机头的MLC 主要有三种方式：①原有的准直器不动，直接在下面安装一组多叶准直器；②拆掉原先的一对下层准直器（X 方向），用多叶准直器代替；③用多叶准直器替换原来的上层（Y 方向）准直器，但在MLC 与X 方向准直器之间再加上一对Y 方向的备用准直器。 另外，还有一些外挂式自动或手动的多叶准直器。

射野挡块的主要目的是将规则射野变成不规则射野，使射野形状与靶区形状的投影一致；或是为了保护射野内某一重要组织或器官。 用于前者，挡块是作为治疗机准直器的组成部分，应该具有准直器的防护效能；用于后者，应该根据被挡组织和器官的剂量处方，分为全挡、半挡、1/4 挡等。 射野挡块一般用低熔点铅制成。

（四）三维治疗计划的剂量分布和计划评估

1.剂量分布

三维治疗计划的剂量分布显示方法分两种，其一是在各个选定的平面（横断面、冠状位、矢状位或任意切面）显示剂量分布，另外一种方法是显示三维等剂量面。

2.剂量体积直方图（DVH）

在三维治疗计划中最常用的三维体积剂量信息的表达法就是剂量体积直方图（DVH）。 剂量体积直方图分为积分形式和微分形式。 积分DVH 是受到某一特定剂量照射的解剖结构体积占整个体积的百分比对剂量值作的曲线，如果把直接DVH 的剂量值频率改为单位剂量频率或单位剂量体积，则变为微分剂量体积直方图（dDVH）。 DVH 可以用来对治疗计划进行比较和评估。

3.治疗计划的评估分两大类：

（1）平面显示，多数三维治疗计划都能以多种方式显示三维解剖结构、射束排列、剂量分布等，可以用来帮助评估治疗计划。 用于显示剂量分布的测量和计算的最普遍的方法是等剂量曲线。 曲线的间距密集说明剂量梯度大，而间距大则表示剂量梯度小。

（2）数字显示或读数，三维治疗计划系统能在整个感兴趣的体积范围的三维矩阵上计算剂量分布。 剂量体积直方图DVH 概括了这些分布数据，可以直接评估靶区和危及器官的剂量。“理想的”靶区DVH 是100%的靶体积接受100%的处方剂量，而正常组织的DVH 则是100%的体积接受零剂量。 为了全面评定治疗计划，往往要求两种方法相结合。

（五）计划验证

三维适形放疗的验证主要包括等中心和射野验证。 等中心验证通常是在患者治疗计划完成后，在治疗计划系统按照计划等中心设计一对正交野并生成DRR 片，再与治疗机或模拟机上拍摄的等中心验证片相比以确认治疗等中心。 射野验证片则是由计划系统直接生成各个射野的DRR 片与治疗机或模拟机上拍摄的射野验证片相比较以确定射野几何关系的一致性。

四、立体定向放射治疗

1951 年瑞典学者Leksell 首先提出立体定向放射外科（stereotactic radiosurgery，SRS）的概念，采用等中心治疗的方式通过立体定向技术将多个小野三维聚焦在病灶区实施单次大剂量照射治疗。 由于射线束从三维空间聚焦到靶点，因此病灶区剂量极高，而等剂量曲线在病灶以外迅速跌落，病灶与正常组织的剂量界限分明，如外科手术刀对病变进行切除一样，达到控制、杀灭病灶的同时保护正常组织的目的。 目前用于立体定向放射外科的治疗机分60Co 和直线加速器两类，采用的是γ 射线或X 射线，故有γ 刀及X 刀之称。

立体定向放射治疗（stereotactic radiotherapy，SRT）是将立体定向放射外科的方法，尤其是立体定向的固定体位方法及影像技术，与标准放射治疗分次方案相结合的治疗手段。 在此基础上，近年来又发展出了体部立体定向放射治疗（stereotactic body radiotherapy，SBRT）。 SBRT 在传统SRT 的基础上引入了调强、容积调强及图像引导等新技术，其分次次数较少，一般不大于5次，剂量也远高于常规放疗剂量分割。

放射外科系统包括立体定位框架（适配器）、治疗机、计算机硬件和治疗计划软件。 通过与MR 或CT 等影像设备的连接后，能精确地确定靶区的大小和位置，并完成治疗计划的设计和照射的实施。

（一）γ 刀

γ 刀治疗机（第一代）由分布在半球形装置上的201 个源位内的5500 ～6000Ci 辐射强度的钴-60 放射源组成，以这种方式，从准直器射出的射线可通过相对均匀地分布在头颅凸面上的点进入颅内聚焦。 4 个线束直径为4～18mm 的可互换的颅外准直器头盔用来适应不同的靶体积，亦可换用各异设计的准直器使剂量分布更合适于靶区形状。 近年来γ 刀治疗机有了各种新的发展，其主要途径是通过较少的钴-60 放射源以不同的动态旋转方式聚焦。 如典型的体部伽马刀是通过旋转锥面聚焦方式将30 个钴源聚焦于一点，治疗时30 束射线都随源体绕过焦点的公共轴线旋转，使每束射线变成一个动态的圆锥扫描面，焦点为圆锥的顶点，其焦点处剂量很高，而周围剂量跌落显著。

（二）X 刀

以直线加速器为基础的立体定向放射外科，是使用经过圆形准直器或微型多叶准直器准直后的窄束X 线，围绕靶区进行旋转治疗，并配合不同的治疗床角度实现多弧非共面照射。 近年来容积调强技术也被引入到这一治疗方式中。 X 刀治疗对加速器的等中心精度提出了较高的要求，一般情况下最好在0.5mm 以内。

（三）射波刀

射波刀（CyberKnife）是由美国Accuray 公司生产的放射外科及体部立体定向放射治疗专用设备。 它由5 个系统组成：

1.机器人放射系统

包括6MV 微型医用直线加速器和具有6 个自由度的机械手臂。

2.立体定位系统

包括一组正交照射的X 线摄片机和单晶硅成像设备。

3.呼吸追踪系统

主要包括呼吸追踪器和激光信号发生装置。

4.自动治疗床系统

具有6 个自由动度的全自动治疗床（即治疗床可在一定范围内进行上下、左右、前后的平移和旋转）。

5.管理系统

包括综合控制系统、治疗计划系统（可完成正向/逆向治疗计划）、影像融合及绘图软件等。 该设备最早用于放射外科学，主要针对颅内病变（如动静脉畸形、三叉神经痛等疾病）的治疗。 通过对机械臂的控制，准直后的X 射线束可在患者体外半球面的100 多个结点（每个结点有12 个照射方向可供选择）上进行照射，可作等中心/非等中心、共面/非共面照射。

系统由机器臂的轨迹和在每一个机械臂方向给予的跳数来确定某次治疗。 在摆位和治疗过程中，系统采用两个装在天花板上的诊断X 射线源和水平装在地面上的非晶硅影像探测器把实时的放射影像与治疗前的CT 或磁共振图像在线关联起来，用于确定在整个治疗过程中患者和肿瘤位置的重复性。 其立体定位系统可以通过实时追踪标记物的位置监控靶目标，患者如有位移，计算机则会立即计算出靶目标在X、Y、Z 轴上的坐标变化（轴线位移和旋转误差），自动通过治疗床和机械手臂及时修正X 射线束的照射方向。 而在治疗因呼吸而移动的肿瘤时，射波刀可实现跟踪照射。

射波刀系统的机械精度可达1mm 左右。 在治疗颅内和脊椎附近病灶的时候，可利用颅骨或脊椎上的骨性标记，实现对病灶位置精确定位，无需植入金标。 对于颅外，例如肺部，受呼吸运动影响大的肿瘤，射波刀在治疗过程中，可对部分肿瘤利用肺部定位技术对移动肿瘤进行治疗，而其他则需要微创植入金标。 通常，颅内病灶一次照射时间为30 ～55 分钟，颅外移动病灶追踪一次照射时间为55～90 分钟。

（四）X（γ）射线立体定向放射治疗剂量分布特点

小野集束照射，剂量分布集中；靶区周边剂量梯度变化较大；靶区内及靶区附近的剂量分布不均匀；靶区周边的正常组织剂量很小。

由于单次治疗剂量较高，治疗次数少，立体定向放疗对治疗计划系统中所获取的治疗机相关数据（机械参数、辐射参数）提出了较高的要求。 数据采集过程中应特别注意探测器的挑选和使用，尽量降低误差。

上述特点从某种意义上讲靶位置和靶体积的确定比剂量大小的确定更为重要，因此对于立体定向放射治疗而言必须进行治疗前的位置验证，如果能够在治疗过程中采用实时的图像引导则更能确保患者安全。

（五）立体定向放射治疗与常规放射治疗的不同

治疗体积小，1～30cm3，直径小于4cm；单次照射剂量6 ～30Gy 或更高，分次次数1 ～5 次；需要靶区定位和立体定向参数上特别的精确。 对于SBRT，扫描层厚不得大于3mm，计划系统计算矩阵不得大于2.5mm；对于头部SRS 或SRT 则相关参数应更高。

五、调 强 放 疗

调强放射治疗（intensity-modulated radiation therapy，IMRT）是三维适形放疗的拓展，一般意义上的3D-CRT 是指常规3D-CRT（conventional 3D-CRT），即射线束在射野方向和靶区形状一致，射野内的射线强度均匀或只作简单的改变，比如用楔形块或补偿块改变射线束计量分布。 而新型的3D-CRT 是指IMRT，它使用了现有三维适形放疗的所有技术，并通过使用基于计算机的各种优化算法，根据临床剂量要求，逆向生成非均匀射束强度，更好地保护正常器官，同时增加靶区剂量，其剂量分布与靶区的适形度较常规3D-CRT 有了极大的改善，真正在三维空间上实现了剂量分布与肿瘤形状的一致。 逆向治疗计划设计是调强放射治疗的重要特征。

调强放疗的核心是具备逆向优化功能的治疗计划系统和能够实现强度调制的加速器实施系统。 调强计划系统基于患者三维图像获取靶区和危及器官的立体信息，通过确定靶区剂量和危及器官限量，由优化算法计算出各个射野所需的强度分布，同时再将非均匀的强度分布优化分配给射野的每一微小部分，这些微小部分称为“子束”。 加速器射野内的辐射束强度分布则由辐射束强度调制器来改变。 计划系统优化每个射野的各个子束强度的能力极大加强了对其射野辐射通量的控制，使按需要生成最优剂量分布成为可能。 这一改进后的剂量分布有可能在提高对肿瘤控制的同时降低正常组织损伤。 由于需要对构成治疗计划的数万个子束的相对强度进行设置，调强放射治疗需要运用专门的计算机辅助的优化方法，仅靠人工难以完成。

（一）调强的常见实现方式

二维物理补偿器：类似于常规放疗中人体曲面和不均匀组织的补偿，通过改变补偿器不同部位的厚度，而调整野内照射强度。 特点是：调强效果确切、可靠；制作复杂；影响射线能谱分布。

MLC 静态调强：根据照射野所需强度分布，利用MLC 形成的多个子野以子野为单位进行分步照射。 其特点是：照射过程中子野转换时加速器出束需要中断。

MLC 动态调强：通过调整MLC 叶片的运动速度和加速器剂量率，使其互相配合产生不均匀的照射野剂量分布。 其特点是：叶片运动过程中，加速器出束不中断。

容积调强（volumetric modulated arc therapy，VMAT）：VMAT 实现方式是在旋转加速器机架的同时调整加速器剂量率和MLC 射野形状，达到调强目的。 其可调节参数包括：剂量率、MLC 位置、机架转速等。

螺旋断层调强放射治疗（TOMO）：：断层治疗方式因模拟CT 扫描技术而得名，按治疗床的不同步进方法分两种治疗方式：Carol 方式（单层治疗时治疗床不动）和Mackie 方式（治疗时床与机架同时运动），目前临床常见的是Mackie 方式。 与CT 一样，螺旋断层治疗机治疗时机架和床同时运动，这就提高了治疗速度并且使扇形射束之间连接平滑。 它的射束可以从各个方向入射到患者身上，不受角度限制，也不用担心机架与治疗床发生碰撞。 目前TomoTherapy HI-ART 系统（TomoTherapy，Inc.，Madison，WI）由嵌入式6-MV 直线加速器在一个环形机架上旋转实施治疗，源轴距为85cm。 当给予患者调强放射治疗时，患者的治疗床在y 方向运动（朝机架方向）通过机架的孔，类似于进行螺旋CT 检查。 因此，在患者的参考坐标系中，治疗束与螺旋方向成角度，扇形束的中点通过孔径的中心。 与螺旋CT 类似，治疗束的间距定义为机架旋转一周床移动的距离除以y 方向射野的宽度（通常在0.2～0.5）。 在y 方向射束的宽度用一对铅门来确定，它可以从三个可选值（1cm，2.5cm 或5cm）中选择一个用于任一特定患者的治疗。 横向上，治疗束被64 对多叶准直器进行强度调节，多叶准直器的叶片在开、关状态之间快速转换。 对于横向40cm 长度的野，每一个叶片在孔径中心的投影宽度为6.25mm。 通过不同叶片每次开放时间的变化来完成强度的调节。 单个调制模式可以随角度变化（一周严格地分为51 个照射方向）。 在治疗中，机架以10～60 秒每周的周期范围匀速旋转。 被调制的治疗束的照射程度用所谓的调制系数来描述。 调制系数的定义为：照射过程中叶片开放的最大时间与平均的叶片开放时间的比值。 间距和最大调制系数是治疗计划设计者需要说明的新参数。 高度调制的治疗可以获得更好的适形度，但是它不可避免地延长了治疗时间。 螺旋MVCT 图像可以用机载的氙气CT 探测系统和6-MV 直线加速器获得，此时当患者的治疗床沿y 方向通过机架孔径时，加速器叶片全部开放。 配准软件可用于日常患者摆位图像与存储的CT 治疗计划图像的比较。

电磁扫描调强：在电子回旋加速器的治疗头上，安装两对正交偏转磁铁，通过计算机控制偏转电流的大小，即可调整电子束照射的面积、强度，从而进行电子束调强。

其他调强方式，如独立准直器调强和水银“棋盘”调强。

目前调强放疗应用最普遍的是通过MLC 实现的静态和动态调强。

（二）调强放疗的流程

如上所述，调强放射治疗与三维适形放射治疗在概念和实现方法上有显著差别。 但是它们仍有很多相似之处。 与三维适形放疗类似，调强放疗过程包括：患者体位固定及三维影像获取、靶区及危及器官勾画、治疗计划设计、治疗计划评估、治疗计划的验证、治疗方案的实施与实时验证。 与三维适形放疗计划射野设定不同的是：调强射野不需要刻意避开危及器官，射野一般情况下应避免对穿，理论上射野数越多越好，但临床上一般控制在5～9 个范围内。

（三）调强放疗系统的质量保证

调强放疗对位置和剂量的精度提出了很高的要求。 验证整套治疗系统是否精确地将所需剂量照射到了患者体内是保证调强疗效的关键。 调强放疗的质量保证包括：系统的常规质量保证、针对具体患者的质量保证。

1.调强放疗治疗系统的常规质量保证

（1）计划系统的质量保证：

计划系统的质量保证包括：治疗计划系统非剂量学的质量保证、治疗计划系统剂量学的质量保证、治疗计划系统周期性的质量保证。

（2）直线加速器的质量保证：

直线加速器的质量保证包括机械参数的检测和辐射相关参数的检测两个方面。

（3）多叶光栅的质量保证：

多叶光栅的质量保证包括静态和动态到位精度验证。 在传统的3DCRT 中，MLC 只是用来形成照射野的形状，1～2mm 的叶片位置的偏差对输出剂量和治疗结果影响并不大，因为这个偏差相对于照射野大小来讲是很小的。 但在调强放疗中，这一位置偏差所造成的影响却不容忽视。 比如，静态调强是通过多个子野的注量相加产生整个射野的注量分布图，其中一些子野很窄。 一些研究表明射野宽度为1cm 时，如果叶片位置有零点几毫米的偏差，就会产生百分之几的剂量偏差。

（4）机载影像系统的质量保证：

在日常工作中，对机载影像系统成像的定期校准能够保证成像质量的稳定。 校准一般每两个月进行一次，但如果图像情况有明显变化，则应立即进行校准。

2.针对具体患者的质量保证

在实际工作中，对患者的治疗进行质量保证主要包括剂量学验证和位置验证两方面。

（1）剂量学验证：

剂量学验证有三种方式：点绝对剂量验证、照射野通量分布验证和剖面等剂量线分布验证。

1）点绝对剂量验证：

在计划系统中将患者实际治疗计划“移植”到经CT 扫描并且三维重建好的水等效模体或仿真体模中，并进行计算。 在加速器上执行验证计划，挑选感兴趣区域使用灵敏体积较小的电离室测量点剂量。 将测得值与计划系统计算结果进行对比。 在实际操作中，应注意挑选剂量梯度变化较小的区域进行测量。

2）照射野通量分布验证：

验证照射野通量分布首先应根据患者实际治疗计划在模体中生成单个照射野通量分布验证计划。 通过胶片或探测器矩阵，在加速器上执行验证计划获取垂直于射束方向的单野通量分布图。 最后通过分析软件比较实际照射与计划输出的结果。

3）剖面等剂量线分布验证：

在水等效模体或仿真体模中根据患者实际治疗计划生成验证计划，并在加速器上实施，应用分析软件分析模体中探测器测得的剂量分布，并与计划输出的结果相比较做出判断。

（2）实时位置验证：

除剂量学误差外，实际摆位过程中造成的误差也直接影响到调强放疗的质量，因此有必要进行实时的位置验证。 实时位置验证可以通过加速器自带的电子射野影像系统获取的患者治疗时实际体位影像与计划系统输出的数字重建（DRR）图像之间的误差，调整患者体位以满足计划要求，最大限度地降低由摆位产生的人为误差；也可以由机载的KV 级影像系统获取锥形束CT 图像（cone beam CT，CBCT）与定位CT 图像校正误差；KV 影像系统同时也可以获取KV 平片与DRR 比较；也有其他多种图像引导方式，详见下节。

调强放疗治疗系统的常规质量保证和对具体患者的治疗计划的验证对于整个调强放疗的实施及疗效具有极为重要的意义。 这一系列质量控制措施通过降低系统误差和人为误差，保证了调强放疗的精度。 但针对不同的治疗和物理测量设备应作适当调整，制定相应的质量保障措施，更好地发挥自有设备的优势。

六、图像引导放疗

调强放疗技术可以产生高度适合靶区形状的剂量分布，达到了剂量绘画或剂量雕刻（dose painting/sculpture）的效果，基本解决了静止、刚性靶区的剂量适形问题。 但实际情况上，在患者接受分次治疗的过程，身体治疗部位的位置和形状都可能发生变化，位于体内的靶区形状，以及它与周围危及器官的位置关系也会发生。

（一）根据引起变化的原因可将这些变化分为三类：

1.分次治疗的摆位误差

治疗摆位的目的在于重复模拟定位时的体位，并加以固定，以期达到重复计划设计时确定的靶区、危及器官和射野的空间位置关系，保证射线束对准靶区照射。但实际情况是尽管采用各种辅助摆位装置，并严格按照操作规程摆位，摆位误差仍可能有数亳米、甚至更大。 原因是多方面的。 首先是人体非刚体，它的每个局部都有一定的相对独立运动的能力，因此严格讲体表标记对准了，只说明标记所处的局部皮肤位置重复到模拟定位时的位置，而皮下的脂肪、肌肉，更深处的靶区位置则可能重复不准。 其次，摆位所依据的光距尺和激光灯有1～2 亳米的定位误差。 再次，治疗床和模拟定位机床的差别、体表标记线的宽度和清晰程度等因素均会影响摆位的准确度。 另外，技术员操作不当还会引入粗差。

2.不同分次间（Interfraction）的靶区移位和变形

消化系统和泌尿系统器官的充盈程度显著影响靶区位置，例如，膀胱充盈程度会改变前列腺癌靶区的位置。 另外，随着疗程的进行，患者很可能消瘦、体重减轻，这会进行性地改变靶区和体表标记的相对位置。 再则，随着疗程的进行，肿瘤可能逐渐缩小、变形，靶区和危及器官的相对位置关系发生变化，计划设计时没有卷入照射野的危及器官可能卷入。

3.同一分次中（Intrafraction）的靶区运动

呼吸运动会影响胸部器官（肺、乳腺等）和上腹部器官（肝、胃、胰腺、肾等）的位置和形状，会使它们按照呼吸的频率做周期性的运动。 心脏跳动也有类似呼吸的作用，只是影响的范围更小、程度更轻。 另外，胃肠蠕动和血管跳动也会带动紧邻靶区。

针对上述的器官运动和摆位误差，目前最常用的处理方法是临床靶区外放一定的间距（Margin）、形成计划靶区，间距的宽度足以保证在有靶区运动和摆位误差的情况下，靶区不会漏照。 这种处理方法简单易行，但却是非常消极的，因为它是以更大范围的周围正常组织、尤其是危及器官的受照为代价的。 如果采用调强放疗技术，这种处理方法还会引入一个新的问题，就是射线照射和靶区运动的相互影响（interplay），也就是说射线照射和靶区运动有可能玩猫抓老鼠的游戏，例如，乳腺癌调强切线野照射，为了形成类似楔形野的强度分布，MLC 采用滑窗技术，从切线野外缘往内缘运动，如果乳腺此时随呼吸运动也从外往内运动，则乳腺靶区实际受照剂量都将高于计划剂量，相反则低于计划剂量。

（二）应对措施

更积极的处理办法应是采用某种技术手段探测摆位误差和（或）靶区运动，并采取相应的措施予以应对。 对于摆位误差和分次间的靶区移位（以下合称摆位误差），可采用在线校位或自适应放疗技术；对于同一分次中的靶区运动，可采用呼吸控制技术和四维放疗技术、或实时跟踪技术。 按照IGRT 的定义，这些技术均属于IGRT 技术的范畴，下面分别予以介绍。

1.在线校位

在线校位（online correction）是指在每个分次治疗的过程中，当患者摆位完成后，采集患者2D/3D 图像，通过与参考图像（模拟定位图像或计划图像）比较，确定摆位误差，实时予以校正，然后实施射线照射。

该技术应视为最简单的IGRT 技术，开展研究最早，报道也最多。 例如，De Neve 等1992 年报道采用电子射野影像系统采集正侧位图像的方法检查每次摆位；当误差大于允许值时，通过移床予以校正，然后再做治疗。 又如，在靶区附近预埋金标记、每次治疗前拍正侧位片重定位的方法开展体部立体定向治疗。 该方法的特点在于充分认识到人体体部与头部结构的不同，并提出了有效的解决办法。 人体头部有牢固的颅骨结构，并且在正常情况下，颅内脑组织相对于颅骨是静止不动的，因此可通过固定于颅骨的定位框架精确确定颅内靶区。 相反，体部没有完整、近似刚性的骨结构，皮下脂肪层也更厚，同时呼吸运动、胃肠蠕动、膀胱的充盈程度等许多因素可以改变体内靶区相对体表标记的位置。 显然，不认识到这种结构特点的差别，直接将头部的立体定位方法套用到体部是不科学的。 相反，预埋的标记物靠近靶区、甚至在靶区内，因此可认为标记物与靶区位置是相对不变的，通过探测标记物就可以确定靶区位置；并且，由于标记物是金珠，在X 射线透视图像上清楚可见，提高了定位准确度。

如上所述，在线校位的基本原理早已建立，近年新的发展主要体现在以下三个方面：

（1）射线探测装置从胶片到电子射野影像装置（electronic portal imaging device，EPID），提高了在线校位的自动化程度，缩短了在线校位造成的附加治疗时间（add-on time）。 EPID 可分为荧光摄像、液体电离室和非晶硅平板阵列等类型。 非晶硅平板阵列是目前商用最先进的成像装置。 它具有探测效率高、空间分辨率和对比分辨率高的优点，但使用寿命偏短，大约五年，这意味着在加速器的正常使用期限内（10～15 年）需要更换一次、甚至二次成像装置。

（2）成像用射线源由治疗级MV 级X 射线发展到MV 级X 射线与KV 级X 射线并用、或只用KV 级X 射线源。 采用MV 级和KV 级并用方式的治疗机有Elekta 公司的Synergy 加速器和Varian 公司的Trilogy 加速器。 这两种机器均是在加速器机架的旋转平面内，与机架呈90°的方向安装X 射线球管，球管对侧安装射线探测器阵列。 只用KV 级X 射线源成像的治疗机有Nomos 公司的Norva 加速器、和CyberKnife 立体定向放疗系统。 这两种设备均安装了两对KV 级X射线球管和射线探测器阵列，两对装置轴线正交，相对水平方向倾斜45°。

（3）校位图像从2D 发展到3D。 获取3D 图像可采用CT-on-rail 技术或锥形束（cone beam）CT 技术。 Siemens 的Primatom 采用CT-on-rail 技术，即在加速器对侧的导轨上安装一台CT 机，CT 机与加速器共用一张治疗床，在治疗开始前做CT 扫描，根据CT 断层图像和3D 重建图像确定摆位误差。 Elekta 的Synergy 和Varian 的Trilogy 采用锥形束CT 技术，即利用KV 级X 射线源绕患者旋转一圈或半圈，通过采集到的不同角度的透视图像重建3D 图像。 与2D 图像相比，3D图像的优势表现为：①3D 图像可以提供6 个自由度（3 个平移和3 个旋转）的摆位误差数据，而2D 图像最多只能提供5 个自由度（3 个平移和2 个旋转）的数据；②如果考虑到组织器官的形状变化，采用变形匹配技术，3D 与2D 提供摆位误差数据的差别更大；③如果将患者的治疗计划移到校位的3D 图像上，重新计算剂量分布，可以得到每个分次治疗时患者的实际受照剂量分布，根据实际受照剂量，可对后续的分次治疗做适当调整。

除了上述X 射线成像方法外，对于膜部肿瘤，还可用超声做在线校位。 例如，使用Nomos 公司的超声引导摆位系统（BAT），在每次治疗前采集矢状位和横断位的超声图像，通过将计划系统产生的组织结构轮廓（如膀胱、直肠）叠加到超声图像做比较，确定摆位误差，并实时予以校正。

2.自适应放疗

在设计一位患者的治疗计划时，PTV 和CTV 之间的间距是根据患者群体的摆位误差和器官运动数据设定的。 但实际上由于个体之间的差异，每位患者实际需要的间距是不同的。 对大部分患者而言，群体的间距过大，而少数患者而言，群体的间距又过小。 因此有必要使用个体化的间距。 自适应放疗技术正是为了这个目的而设计的。 该技术的运用过程是这样的：自疗程开始，每个分次治疗时获取患者2D/3D 图像，用离线方式测量每次的摆位误差；根据最初数次（5～9 次）的测量结果预测整个疗程的摆位误差，然后据此调整PTV 和CTV 之间的间距，修改治疗计划，按修改后的计划实施后续分次治疗。

除了根据个体的摆位误差调整间距，自适应放疗技术还可以扩展到更高的层面，如根据患者每个分次实际照射剂量的累积情况，调整后续分次的照射剂量，或者根据疗程中肿瘤对治疗的相应情况，调整靶区和（或）处方剂量。 因此，自适应放疗可理解为根据治疗过程中的反馈信息，对治疗方案做相应调整的治疗技术或模式。

3.屏气和呼吸门控技术

对于受呼吸运动影响的靶区，屏气可以使靶区暂时停止运动。 如果只在此时照射靶区，则在计划设计、由PTV 外放生成CTV 时可以设定更小的间距，因为靶区运动对间距的贡献可以忽略。 屏气技术的代表有Elekta 的主动呼吸控制技术（active breathing control，ABC）和美国纽约Memorial Slaon-Kettering 癌症中心开展的深吸气屏气技术（deep inhalation breath holding，DIBH）。 由于需要患者的配合和治疗前的适当呼吸训练，要求患者能承受适当时间长度的屏气动作，该技术仅适用于呼吸功能好、且愿意配合的患者。

呼吸门控（respiratory gating）技术是指在治疗过程中，采用红外线或其他方法监测患者的呼吸，在特定的呼吸时相触发射线束照射。 时相的位置和长度就是门的位置和宽度。 该技术的代表有Varian 的RPM 系统。 该类技术只能减少靶区的运动范围，但不要求患者屏气，患者的耐受性好。

不管是屏气技术，还是呼吸门控技术，都只在一个呼吸周期中的某个时段实施照射，因此治疗时间会拉长，继而减少治疗机每天能治疗的患者人数。 这个问题严重制约了两种技术的推广应用，尤其是在繁忙的治疗中心。 处理呼吸运动更有效的技术是下面要介绍的四维放射治疗技术。 它既不需要屏气，也不需要间断性的照射。

4.四维放射治疗

四维（4D）放射治疗是相对于三维放疗而言的，在2003 年的ASTRO 会议上，专家们将其定义为在影像定位、计划设计和治疗实施阶段均明确考虑解剖结构随时间变化的放射治疗技术。 它由4D 影像、4D 计划设计和4D 治疗实施技术三部分组成。

4D 影像是指在一个呼吸或其他运动周期的每个时相采集一套图像，所有时相的图像构成一个时间序列。 目前CT 的4D 影像技术已经成熟，并且市场上有了呼吸门控、心电门控四维影像的CT 系统。图1-15 显示呼吸门控4D CT 图像的采集过程。 在图像采集的同时，利用一个呼吸监控装置（如腹压带）监控患者呼吸，可以保证采集到的每层图像均带有时相标签，然后按不同时相分为多套3D 图像，从而得到图像采集部位在一个呼吸周期的完整运动图像。

4D 计划设计是根据4D 影像数据，优化确定一套带有时相标签的射野参数的过程。 该过程包括以下步骤：

（1）输入4D 图像数据，主要指CT 图像，也可能包含其他模式的图像。

（2）以某个时相作为参考，建立不同时相的3D 图像的空间坐标变换关系，由于呼吸引起的器官运动不是简单的刚体运动，需要采用变形匹配算法（deformable registration）。

（3）类似3D 计划设计，在参考图像上定义靶区、危及器官等解剖结构。

（4）利用已建立的空间坐标转换关系，将已定义的解剖结构映射到其他时相的3D 图像。

（5）设计参考时相的3D 计划，并为所有其他时相设计类似计划，类似是指射野方向相同或接近，射野形状、权重/强度分布根据靶区、危及器官的变化作相应调整。

（6）为了评价靶区、危及器官等解剖结构在不同时相的累积受照剂量，需要将所有其他时相的剂量分布映射到参考时相。

（7）计算所有时相的合成剂量分布，采用与3D 计划设计类似的方法评价合成剂量分布。

（8）如果第七步的评价满意，输出4D 计划，包括输出不同时相的射野参数至治疗记录验证系统；如果评价不满意，回到第4、5 步修改计划（图1-16）。

4D 治疗实施的基本设想是在患者治疗时，采用4D 影像所用的相同的呼吸监测装置监测患者呼吸。 当呼吸进行到某个呼吸时相时，治疗机即调用该时相的射野参数实施照射。 因为从监测到呼吸时相的变化、到调用新的射野参数、到完成新参数的设置需要时间，也就是治疗实施对呼吸时相的变化有响应时间，所以需要预测软件以减少响应时间引入的误差。

目前，4D 影像技术已较为成熟，已商业化，而4D 计划设计和4D 治疗实施技术还处于研究阶段，因此开展4D 治疗还有待后两者的发展成熟。

5.实时跟踪治疗

尽管4D 治疗技术可以完成运动靶区的不间断照射，但使用它有一个前提条件：治疗时靶区运动以及周围危及器官的运动完全与影像定位时它们各自的运动相同。 这个前提只能近似成立，至少有两个原因。 首先，人的呼吸运动并不是严格重复的，即使是连续的两个周期之间，也会有周期长度、呼吸幅度等差别。 其次，由于治疗时间往往要比影像定位时间长，尤其是采用复杂技术（如IMRT）或分次剂量高的技术（如立体定向放疗技术），患者难以保持固定不变的姿势，患者身体会发生不自主的运动。 对于这些不能预先确定的运动，只能采用实时测量、实时跟踪（realtime tracking）的技术，即实时跟踪治疗技术。

目前最常用的实时测量方法是X 射线摄影。 由于不断地摄影可能会使患者接受过量照射，该方法往往与其他方法（如体表红外线监测装置）结合，以减少摄影频率，减少累积剂量。 为了避免辐射剂量，其他方法（如AC 电磁场和超声）也在积极研究之中。 Calypso 4D 定位系统则是一个AC 电磁场实时定位系统。 该系统利用置于患者体外的AC 电磁场阵列诱导植入靶区或靶区附近的转发器，并接收转发器发回的共振信号，从而确定转发器的位置，也就是靶区的位置。转发器大小为1.8mm×8.0mm，通常植入三个，系统测量频率10Hz，测量准确度达亚毫米级。

实时跟踪要求实时调整射线束或调整患者身体，以保证射线束与运动靶区相对不变的空间位置。 射线束调整有三种方式：

（1）对于配备MLC 的加速器，可以实时调整MLC 叶片位置，改变照射野形状，保证照射野始终对准靶区照射。

（2）对于电磁场控制的扫描射线束，可以调整电磁场，改变射线束方向，保证照射野对准靶区照射。

（3）对于安装于机器手上的加速器（如CyberKnife），可以调整整个治疗机，改变射线束的位置和方向，保证照射野始终对准靶区照射。 比较三种方式，显然第一种最容易实现，用途也最广，后两种只适用于一些非常规的治疗机上。 患者身体调整可以通过治疗床的调整实现，该方法只适用于缓慢的间断性的运动，不适用于呼吸引起的连续运动，因此其应用价值有限。

七、外照射靶区定义及处方剂量给定

（一）靶区及危及器官定义

根据国际辐射单位及测量委员会（The International Commission on Radiation Units and Measurements，ICRU）第83 号报告，放射治疗中所涉及的靶区及危及器官主要作如下定义。

1.肿瘤区（gross tumor volume，GTV）

指肿瘤的临床病灶，是通过各种诊断手段（如CT、MR、PET、DSA 等）能够诊断出的、可见的或可证实的具有一定形状和大小的病变范围，包括原发灶（GTV-T）、转移淋巴结（GTV-N）和其他转移灶（GTV-M）。

2.临床靶区（clinical target volume，CTV）

指包含GTV、亚临床灶、肿瘤可能侵犯的范围及区域淋巴结。 CTV 是在静态影像上确定的，没有考虑器官的运动和治疗方式。

3.内靶区（internal target volume，ITV）

由于GTV 和CTV 没有考虑呼吸或器官运动等原因所导致的靶区变化，为了确保CTV 的准确照射，在患者坐标中定义CTV 外边界运动的范围为内靶区。 ITV 可由模拟机或CT/MR/PET 的时序影像确定。

4.计划靶区（planning target volume，PTV）

指包括CTV、ITV 等由于摆位误差、治疗机误差及治疗间/治疗中靶区变化等因素而扩大照射的组织范围。 为了确保CTV 内的每一点都能真正得到处方剂量的照射，在设定PTV-CTV 边界的时候需要考虑CTV 的位置、形状、大小等内部因素，以及摆位、布野、照射技术等外部因素。

5.治疗区（treated volume，TV）

由于治疗技术的限制造成处方剂量所包括的区域与PTV不同，因此定义某一等剂量线/面所包绕的范围为治疗区，该等剂量线/面主要由放疗医师来确定。

6.危及器官（organ at risk，OAR）

指可能被照射区域所包括的正常组织或器官，它们的耐受剂量将显著影响治疗计划或处方剂量。 理论上，所有的非靶区正常组织都是危及器官，但实际上根据GTV、CTV 的位置及处方剂量的各异，危及器官亦有所不同。

7.计划危及器官（planning organ at risk volume，PRV）

与PTV 类似，PRV 也是一个几何的概念，包括摆位误差及治疗间/治疗中OAR 的移动范围。 临床上对串行器官（如脊髓、脑干）的外扩较为常用。

8.其他危及区（remaining volume at risk，RVR）

指放射治疗中靶区及危及器官以外未明确定义的区域。

（二）处方剂量给定

临床常用的处方剂量给定方式主要分为对参考点、参考等剂量线处方以及按剂量-体积限值处方等三种方式。

1.对参考点（reference point）处方

即处方剂量给定在靶区内的特定点。 ICRU 62 号报告对参考点（ICRU Reference Point）的选择作了如下建议：

（1）参考点的剂量应与临床相关。

（2）参考点应能清晰明确地定义。

（3）参考点的位置应方便剂量精确给定。

（4）参考点应避开高剂量梯度区。 在满足了上述建议的情况下，参考点一般应位于PTV的中心或附近，某些情况下也可能在射束交叉点上。

2.对参考等剂量线处方

即处方剂量给定在包绕靶区的特定等剂量线上。 一般情况下选定的等剂量线应能确保靶区所受剂量能够满足对肿瘤局部控制率的要求。

3.剂量-体积限值处方

即对靶区要求满足处方剂量的体积达到一定的约束值，如要求PTV 的平均剂量Dmean 达到处方剂量，或D98%、D95%达到处方剂量；对危及器官则要求受照剂量低于特定体积百分比，如胸部肿瘤要求正常肺的受照剂量大于20Gy 部分的体积V20 应低于全肺体积的30%。 上述处方方式常应用于调强放射治疗。

无论采用何种剂量处方方式时都应确保靶区剂量的均匀性，即对于较为均质分布的肿瘤要确保靶区剂量较为均匀，而针对异质分布的肿瘤则应确保每个子靶区的剂量均匀。